JP2969001B2 - Adapter of electrosurgical power generator - Google Patents

Adapter of electrosurgical power generator

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Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、止血用電気外科手術用器具への凝塊蓄積を減らすのに効果的な電圧出力波形を提供するために、従来の電気外科手術用発電装置と共に使用されるアダプタに関する。 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION The present invention, in order to provide an effective voltage output waveform in reducing coagulum buildup to hemostatic electrosurgical instrument is used with conventional electrosurgical power generating device that on the adapter.

発明の背景 切開前、切開中、および切開後の切開組織からの出血を減らす方法として、止血用二極電気外科方法が知られている。 Before BACKGROUND incision invention, during lancing, and a method of reducing the bleeding from incised after incision tissues, bipolar electrosurgical method hemostatic are known. このような方法では、一般に、2つの電極間に配置された患者の組織に高電圧高周波の電流を通し、組織を切断および凝血させる。 In such a method, generally, through the high-voltage high-frequency current to the patient disposed between the two electrodes tissue, thereby cutting and coagulation of tissue. この電流により、電流密度および組織の抵抗の関数として、組織にジュール熱が生じる。 This current, as a function of the resistance of the current density and tissue, Joule heat is generated in tissue. 組織内に蓄積された熱は、組織内に含まれる血管の血液を凝固させ、これにより、切断された血管および毛細管からの血液の流出を低下させる。 Heat accumulated in the tissue, coagulate blood vessels of the blood contained in the tissue, thereby, reducing the outflow of blood from severed blood vessels and capillaries.

従来の電気外科手術用システムでは、発電装置は、典型的には、高電圧高周波の電圧波形を電気外科手術用器具に供給し、これにより、電流を高電圧電気アークの形態で患者の組織に通する。 In conventional electrosurgical system, power generator, typically a high voltage high frequency voltage waveform is supplied to the electrosurgical instrument, thereby, the current to the patient's tissue in the form of a high voltage electric arc passing. しかし、このようなシステムの欠点は、電流アークにより組織の炭化が促進され、このため組織の急速な再成長が阻止される傾向があることである。 However, a disadvantage of such systems is carbonized promotion of tissue by the current arc is that the because of rapid regrowth of the tissue tends to be blocked.

従来の電気外科手術用システムの別の欠点は、発電装置により供給されるピークトゥーピーク電圧波形が大幅に変動することにより、凝血および切り取られた組織が器具の作動表面に付着する傾向があることである。 Another drawback of conventional electrosurgical systems, by peak-to-peak voltage waveform supplied varies greatly by the power generation device, the coagulation and cut tissue tends to adhere to the working surfaces of the instrument it is. この「凝塊」の蓄積により、電気外科手術用器具の電極間を流れる電流が通る経路の電気抵抗が増大し、この結果、 The accumulation of this "agglomeration", the electrical resistance of the path through which a current flowing between the electrosurgical instrument electrode passes is increased, as a result,
止血効果の低下、切断動作の非効率化、またはこれらの両方が生じる。 Decrease hemostatic effects, inefficient cutting operation, or both of these results.

従来の電気外科手術用システムのさらに別の欠点は、 A further disadvantage of the conventional electrosurgical systems,
従来の発電装置によって電力を与えられる電気外科手術用器具が、器具の電極が患者の組織と接触する前に通電されるとき生じる、始動時に高い開回路電圧の結果として、組織が器具に付着する傾向があるからである。 The electrosurgical instrument to be powered by conventional power plant, occurs when the electrodes of the instrument is energized prior to contact with the tissues of patients, as a result of the high open circuit voltage during startup, the tissue may adhere to the instrument This is because there is a trend. この「付着」の問題により、器具の操作性が制限され、また既に硬直した組織が破れることもあり得、これにより、 This the "deposition" problem, limited operability of the instrument, also already obtained sometimes rigid tissue is broken, thereby,
組織からの血液の流出が再び活性化され得る。 Outflow of blood from the tissue may be activated again.

従来の電気外科手術用発電装置は、典型的には、400 Conventional electrosurgical power generating apparatus, typically, 400
ワットより低い電力定格でピークトゥーピーク電圧が15 Peak-to-peak voltage at a lower power rating than Watts 15
0〜5000ボルトの範囲の(またはこれより高い)高周波(100kHzより高い)交流(AC)電圧を供給する、単極モードおよび二極モードの動作を提供する。 0 to 5000 volts (or higher than this) in the range of high frequency (higher than 100kHz) for supplying alternating current (AC) voltage, providing the operation of the monopolar mode and bipolar modes. ピークトゥーピーク電圧の最高レベルは、典型的には、電極を組織と接触させる前に電気外科手術用発電装置を通電(energi Highest level of the peak-to-peak voltage, typically, energizing the electrosurgical power generating apparatus prior to contacting the electrode with tissue (energi
zed)させることにより得られる。 Can be obtained by zed) it is. このような発電装置の例は、Malisらの米国特許第4,590,934号、Schneiderm Examples of such power generators, Malis et al., U.S. Pat. No. 4,590,934, Schneiderm
anの米国特許第4,092,986号、およびFarinの米国特許第 an U.S. Patent No. 4,092,986, and Farin U.S. Patent No.
4,969,885号に記載されている。 It is described in EP 4,969,885. また、例えば、Valleyl In addition, for example, Valleyl
ab Force 2 ab Force 2 およびForce 4 And Force 4 発電装置のオペレータマニュアルも参照のこと。 Operator manual of the generator See also.

さらに、特定の器具と共に用いられるときの凝塊蓄積および付着を低減させる、専用の電気外科手術用発電装置がいくつか知られている。 Furthermore, reducing the clot accumulation and adhesion when used with a particular instrument, known several dedicated electrosurgical generator apparatus. 例えば、Herczogの米国特許第4,232,676号には、電気外科手術用メス、および出力電圧波形の周波数を変動させることによって外科手術用メスに供給される電力を調節する、専用の低電圧発電装置が記載されている。 For example, U.S. Pat. No. 4,232,676 of Herczog, electrosurgical scalpel, and adjusts the power supplied to the surgical scalpel by varying the frequency of the output voltage waveform, wherein a dedicated low voltage power generating unit It is. 同様に、Authの米国特許第4,49 Similarly, Auth U.S. Patent No. 4,49
2,231号には、二極凝固装置、および低波高率低出力の電圧波形を凝固装置に供給して、凝塊蓄積および付着を低減させる、専用の低インピーダンス発電装置が記載されている。 The No. 2,231, bipolar coagulation device, and provides a low crest factor low output voltage waveform in coagulation device reduces coagulum accumulation and deposition have been described dedicated low impedance generator.

上述のHerczogの特許およびAuthの特許に記載されている電気外科手術用システムに内因する欠点の1つは、 One of the drawbacks that intrinsic to the electrosurgical system described in the patent and Auth patents mentioned above Herczog is
それぞれが、これらの特許に記載された特定の電気外科手術用器具のために開発される専用の電気外科手術用発電装置を必要とすることである。 Each is that it requires a dedicated electrosurgical generator system is developed for a particular electrosurgical instrument described in these patents. 同様に、上述の特許に記載された発電装置によって得られる利点のすべては、 Similarly, all of the advantages provided by by power generation device described in the aforementioned patents,
それより以前の発電装置の大きな設置ベースを改変するのではなく、これらの発電装置を新たに購入しなければならないという実際的な考慮によって相殺される。 It more rather than modifying the large installed base of previous power generator is offset by practical considerations of these power generating apparatus must be purchased anew.

従って、ほとんどの電気外科手術用器具を使用するとき生じる凝塊蓄積および付着の問題を低減させる、標準的な市販の電気外科手術用発電装置と共に使用される、 Therefore, to reduce the problems of coagulum accumulation and deposition occurs when using the most electrosurgical instruments are used with a standard commercially available electrosurgical generator device,
使用が簡単で低コストのアダプタを提供することが望ましい。 Use it is desirable to provide a simple, low-cost adapter.

さらに、標準的な市販の電気外科手術用発電装置の単極または二極出力ジャックとほとんどの電気外科手術用器具との間に接続されて、器具に供給される電圧波形を改変し、凝塊蓄積および付着の問題を低減させるアダプタを提供することが望ましい。 Further, connected between the monopolar or bipolar output jacks of standard commercially available electrosurgical generator system and most electrosurgical instruments to alter the voltage waveform supplied to the instrument, clot it is desirable to provide an adapter for reducing the problem of accumulation and adhesion.

発明の要旨 上記を鑑みて、本発明の1つの目的は、ほとんどの電気外科手術用器具を使用するとき生じる凝塊蓄積および付着の問題を低減させる、標準的な市販の電気外科手術用発電装置と共に使用される、使用が簡単で低コストのアダプタを提供することである。 In view of the gist above invention, one object of the present invention, most of reducing the problem of coagulum accumulation and deposition occurs when using the electrosurgical instrument, standard commercial electrosurgical generator device used with, is to provide a simple, low-cost adapter used.

本発明の別の目的は、標準的な市販の電気外科手術用発電装置の単極または二極出力ジャックとほとんどの電気外科手術用器具との間に接続されて、器具に供給される電圧波形を改変し、凝塊蓄積および付着の問題を低減させ得るアダプタを提供することである。 Another object of the present invention can be obtained from standard commercial connected between the monopolar or bipolar output jacks and most electrosurgical instruments electrosurgical power generating device, the voltage waveform supplied to the instrument alter, it is to provide an adapter which may reduce the problem of coagulum accumulation and adhesion.

上記および他の目的は、標準的な市販の電源と共に使用され、発電装置の出力および特定の電気外科手術用器具のための望ましい波形特性に依存して、多くの波形調節操作を行うアダプタを提供することによって、本発明の原理に従って実現される。 These and other objects are used with standard commercially available power source, depending on the desired waveform characteristics for the output and specific electrosurgical instrument of the power plant, providing an adapter that performs many of the waveform adjusting operation by, implemented in accordance with the principles of the present invention.

本発明の第1の実施態様では、従来の様々な電気外科手術用発電装置の単極または二極出力ジャックに接続され得るアダプタが提供される。 In a first embodiment of the present invention, unipolar or bipolar output jacks connected to be adapter various conventional electrosurgical power plant is provided. アダプタは、これらの発電装置によって供給される電圧波形を連続して改変し、 Adapter, modified continuously a voltage waveform supplied by these power generating device,
1994年3月17日に出願された同時係属および共同所有の米国特許出願第08/210,090号(米国特許5,472,443号) Filed on March 17, 1994 the co-pending and co-owned US patent application Ser. No. 08 / 210,090 (US Pat. No. 5,472,443)
「Electrosurgical Apparatus For Employing Constant "Electrosurgical Apparatus For Employing Constant
Voltage And Methods Of Use」に記載されているように、実質的に一定の低電圧低波高率の出力を電気外科手術用器具に供給する。 Voltage And Methods Of Use ", as described in, essentially provides an output of a constant low voltage low crest factor to the electrosurgical instrument. なお、この出願は本明細書に参考のために援用されている。 Incidentally, this application is incorporated by reference herein.

本発明の別の実施態様では、好ましくは従来の様々な電気外科手術用発電装置の二極出力ジャックに接続されて、電気外科手術用器具に供給されるピーク開回路電圧を制限し得るアダプタが提供される。 In another embodiment of the present invention, preferably may restrict connected to the bipolar output jacks of various conventional electrosurgical power generating apparatus, the peak open circuit voltage to be supplied to the electrosurgical instrument adapter It is provided. 出願人は、出力電圧を連続して改変するのではなく、先ず電気外科手術用器具に与えられるピーク開回路電圧を制限するアダプタを提供することによって、凝塊蓄積および付着の問題が大幅に緩和され得ると考えた。 Applicant is not to alter the output voltage continuously, first by providing an adapter to limit the peak open circuit voltage applied to the electrosurgical instrument, the problem greatly relaxed clot accumulation and deposition It was considered to be. このため、器具が負荷中(under load)の場合でも出力電圧を改変する本発明の上述の第1の実施態様に比べて、この実施態様は、主に開回路電圧(すなわち、器具が組織と接触する前に通電されるとき与えられる電圧)を制限するように働く。 Therefore, as compared with the first embodiment of the invention described above to modify the output voltage even if the device is in the load (under load), this embodiment is mainly open circuit voltage (i.e., instrument and tissue serves to limit the voltage) applied when it is energized prior to contact.

図面の簡単な説明 本発明の上記および他の目的ならびに利点は、添付の図面と共に以下の詳細な説明を考慮することにより明らかとなり得る。 The above and other objects and advantages of the BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS The present invention may become apparent upon consideration of the following detailed description taken in conjunction with the accompanying drawings. 図面を通じて、類似の参照番号は類似の構成要素を示す。 Throughout the drawings, like reference numerals indicate like elements.

図1は、本発明に従って構成された例示的なアダプタを示す、標準的な市販の電気外科手術用発電装置の斜視図である。 Figure 1 illustrates an exemplary adapter constructed in accordance with the present invention, is a perspective view of a standard commercial electrosurgical generator.

図2は、図1に示すような標準的な市販の電気外科手術用発電装置の単極出力ジャックに接続して、低電圧低波高率の出力電圧波形を供給する電圧調節アダプタの回路図である。 Figure 2 is connected to the monopolar output jack of a standard commercially available electrosurgical generator apparatus as shown in FIG. 1, in the circuit diagram of a voltage regulating adapter for supplying an output voltage waveform of the low voltage low crest factor is there.

図3は、図2に従って構成されたアダプタから得られる入力電圧波形と出力電圧波形との比較を示す。 Figure 3 shows a comparison between the input voltage waveform obtained from the adapter constructed in accordance with Figure 2 and the output voltage waveform.

図4は、本発明の開回路電圧制限アダプタの、出力ピーク電圧対負荷抵抗を示す図である。 Figure 4 is a diagram showing an open circuit voltage limiting adapter, the output peak voltage versus load resistance invention.

図5は、図1に示すような標準的な市販の電気外科手術用発電装置の二極出力ジャックに接続して、開回路出力電圧波形を制限する、開回路電圧制限アダプタの回路図である。 Figure 5 is connected to the bipolar output jacks of standard commercially available electrosurgical generator apparatus as shown in FIG. 1, to limit the open circuit output voltage waveform, is a circuit diagram of the open circuit voltage limiting adapter .

図6は、図5に従って構成されたアダプタから得られる、開回路条件下での入力電圧波形と出力電圧波形との比較を示す。 Figure 6 is obtained from the adapter constructed in accordance with FIG. 5 shows a comparison of the input voltage waveform and an output voltage waveform at open circuit conditions.

発明の詳細な説明 出願人は、止血用二極器具で生じる凝塊蓄積および付着は、以下の2つの方法で低減され得るという結論に達した。 DETAILED DESCRIPTION Applicant's invention, coagulum accumulation and deposition occurs at the hemostatic bipolar instrument, it concluded that can be reduced in two ways. 第1の方法は、放棄された米国特許出願第07/87 The first method was abandoned U.S. Patent Application No. 07/87
7,533号の継続出願として、1994年3月17日に出願された同時係属および共同所有の米国特許出願第08/210,090 As a continuation of US patent application 7,533, of co-pending and co-owned, filed on March 17, 1994, US patent application Ser. No. 08 / 210,090
号に記載されている。 It is described in JP. この出願では、出願人は、従来の電気外科手術用システムに生じる凝塊蓄積および付着の問題は、「強い(stiff)」出力特性を有する電気外科手術用発電装置を用いることによって、ならびに、実質的に一定の低電圧(10〜130 VRMS)およびほぼ均一の波高率を有する電圧波形を用いることによって低減され得ることを教示している。 In this application, the applicant, conventional electrosurgical systems occurring clot accumulation and adhesion problems, by using the electrosurgical generator system having a "strong (stiff)" output characteristics, as well as substantially teaches that it can be reduced by using a voltage waveform having a constant low voltage (10 to 130 VRMS) and substantially uniform crest factor in manner.

さらに、出願人は、二極電気外科手術用器具で生じる凝塊蓄積および付着の問題は、電気外科手術用器具に供給されるピーク開回路電圧を制限するだけで低減され得ることを発見した。 Moreover, Applicant has problems clot accumulation and deposition occurring in bipolar electrosurgical instrument is found that can be reduced only by limiting the peak open-circuit voltage to be supplied to the electrosurgical instrument. この第2の方法では、出願人は、多くの凝塊蓄積、付着、およびアーキングは、器具の電極または組織に供給される(器具が組織に接触する前に通電されるとき生成される)ピーク開回路電圧が約200V In the second method, the applicant, a number of coagulum accumulation, deposition, and arcing (generated when the instrument is energized before contacting the tissue) supplied to the electrodes or tissue of the instrument peak open circuit voltage of about 200V
peak (400V peak to peakを超えないようにすることによって防止し得るという結論に達した。 It came to the conclusion that can be prevented by not exceed the peak (400V peak to peak.

出願人らの低電圧/低波高率/低インピーダンスの電圧制限方法における凝塊および付着を低減させるという利点を、広い範囲の電気外科手術用器具に低コストで供給するためには、出願人らの方法を実現させるアダプタを用いて標準的な市販の電気外科手術用発電装置の電圧波形出力を改変することが最も有利であることが分かった。 Applicants' low-voltage / low crest factor / the advantage of reducing the coagulum and adhesion in the low-impedance voltage limiting method, in order to supply at low cost the electrosurgical instrument in a wide range, Applicants it has been found to be most advantageous to modify the voltage waveform output of the standard commercial electrosurgical generator apparatus using an adapter for realizing the method.

図1を参照して、従来の電気外科手術用発電装置10 Referring to FIG. 1, a conventional electrosurgical generator 10
は、単極出力ジャック11とリターンジャック12と二極出力ジャック13とを有する。 Includes a single electrode output jack 11 and the return jack 12 and the bipolar output jacks 13. 電気外科手術用発電装置10 Electrosurgical generator 10
は、例えば、Valleylab Force 4 Is, for example, Valleylab Force 4 、Force 2 , Force 2 、または Or
Valleylab,Aspen,Clinical TechnologyまたはNeomedから市販されている発電装置のような他の同様の電気外科手術用発電装置であり得る。 Valleylab, Aspen, may be other similar electrosurgical power generating apparatus such as a power generator, which is commercially available from Clinical Technology or Neomed. 本発明と共に使用するためには、発電装置10は、好ましくは、二極モードでは少なくとも50ワットの範囲の電力を発電し得、また、二極モードでは約2000Vより低く、単極カットモード(cut mod For use with the present invention, power generator 10 preferably can generate power in the range of at least 50 watts in a bipolar mode, and in bipolar mode below about 2000V, monopolar cut mode (cut mod
e)では5000Vより低い最大開回路ピークトゥーピーク電圧を有するべきである。 It should have a lower maximum open circuit peak-to-peak voltage e) At 5000 V.

従来の電気外科手術用発電装置の単極出力ステージに継続されるときの本発明の使用について述べると、二極凝血用メス14は、コネクタ16および17を介して電力ケーブル15に離脱可能に接続される。 Stated the use of the present invention when the continuous unipolar output stage of a conventional electrosurgical power generating apparatus, bipolar coagulation scalpel 14, releasably connected to the power cable 15 through a connector 16 and 17 It is. 電力ケーブル15は、本発明の第1の実施態様に従って構成されたアダプタ20のレセプタ18に挿入される。 Power cable 15 is inserted into the receptor 18 of the first embodiment adapter 20 constructed in accordance with aspects of the present invention. アダプタ20は、単極出力ジャック11およびリターン電極ジャック12に直接接続するプラグ21および22を有する。 Adapter 20 has a plug 21 and 22 is connected directly to the monopolar output jack 11 and the return electrode jack 12. アダプタ20は、ジャック11および12を介して(「カットモード」で、すなわち約2.0 Adapter 20, via the jacks 11 and 12 (in the "cutting mode", i.e., about 2.0
より小さい波高率を有する正弦波出力により作動する) Actuated by a sine wave output having a smaller crest factor)
発電装置10からの高周波高電圧(約2000V peak )の出力波形を受け取り、約1.4より小さいかまたはこれに等しい波高率を有し10〜130 VRMSの範囲の電圧を有する波形を二極メス14に供給する。 Receives the output waveform of a high frequency high voltage (about 2000V peak) from generator 10, a waveform having a voltage in the range of 10 to 130 VRMS have about 1.4 less than or equal to crest factor to the bipolar female 14 supplies. アダプタ20はLEDステータスインジケータ23を含み得る。 Adapter 20 may include an LED status indicator 23.

図1をさらに参照して、共同所有の米国特許第5,324, With further reference to Figure 1, commonly owned U.S. Patent No. 5,324,
289号に記載されているように構成された二極はさみ24 Bipolar scissors are configured as described in JP 289 24
が、コネクタ26および27を介して電力ケーブル25に離脱可能に接続されている。 There is removably connected to the power cable 25 through a connector 26 and 27. ケーブル25は、本発明の第2の実施態様により構成されたアダプタ30から延長している。 Cable 25 is extended from the adapter 30 constructed in accordance with a second embodiment of the present invention. アダプタ30は、好ましくは、「バナナ(banana)」 Adapter 30 is, preferably, "banana (banana)"
プラグまたは他の適切な接続手段が端部に配備されたリード28によって、発電装置10の二極出力ジャック13に接続する。 Plug or other suitable connecting means by leads 28 deployed on the end, connected to the bipolar output jacks 13 of the generator 10. アダプタ30は、二極出力ジャック13を介して発電装置10から高周波高電圧の出力波形(例えば、約2000 Adapter 30, the output waveform of the high-frequency high voltage from the generator 10 via the bipolar output jacks 13 (e.g., about 2000
V peak to peak )を受け取り、約350〜400V peak to peak Receives the V peak to peak), about 350~400V peak to peak
を超えない電圧を有する波形を二極はさみ14に供給する。 A waveform having a voltage not exceeding supplied to bipolar scissors 14. 本発明のこの実施態様のアダプタ30は、例えばはさみが患者の組織に接触する前に通電されると生じる、始動時に高い開回路電圧を抑制する。 Adapter 30 of this embodiment of the invention, for example, occur with scissors is energized before contacting the patient's tissue, suppress the high open circuit voltage during startup.

次に図2を参照して、アダプタ20の回路31について述べる。 Referring now to FIG. 2, described circuit 31 of the adapter 20. 同時係属およひ共同所有の米国特許出願第07/87 US patent of co-pending Oyohi co-owned application Ser. No. 07/87
7,533号(米国特許5,472,443号)に記載されている方法に従って、回路31は、接続された電気外科手術用器具に実質的に定電圧の交流(AC)波形を供給する。 According to the method described in JP 7,533 (U.S. Pat. No. 5,472,443), circuit 31 supplies an alternating current of substantially constant voltage (AC) waveform to the connected electrosurgical instrument. このとき、波形はほぼ均一の(実質的に約1.4より小さい)波高率を有し、電圧は10〜130ボルトRMSの範囲である。 At this time, the waveform has a substantially uniform (substantially about less than 1.4) crest factor, the voltage is in the range of 10 to 130 volts RMS.

アダプタ20は、上記のValleylabユニットまたはNeome Adapter 20, the above Valleylab unit or Neome
dモデル3000などのいくつかの広範囲に市販されている電気外科手術用発電装置にアダプタが取り付けられるように構成された端末21および22を有し得る。 It may have terminal 21 and 22 a number of widely commercially available electrosurgical generator device adapter is configured to be attached, such as d model 3000. アダプタ20 Adapter 20
は、回路31を介して、正弦波形のピークを「クリップ(clipping)」すると同時に、従来の電気外科手術用発電装置から入力された電圧を低下させることによって、 By via the circuit 31, the peak of the sine wave "clips (clipping)" Then simultaneously, to reduce the voltage input from a conventional electrosurgical power generating device,
上述の特徴を有する出力電圧波形を提供する。 It provides an output voltage waveform having the above mentioned features. 従来の電気外科手術用発電装置の単極出力波形は共通して純粋な正弦形状(sinusoidal shapes)を有するが、回路31 Although unipolar output waveform of the conventional electrosurgical generator apparatus having a commonly pure sine shape (sinusoidal shapes), the circuit 31
は、正弦波形の「ピーク」の間、電気外科手術用器具に実質的に一定の電圧レベルを供給し、これにより、得られる出力波形はほぼ均一の、一般には約1.10より小さい波高率を有する。 During the "peak" of the sine wave, substantially supplies a constant voltage level to the electrosurgical instrument, thereby, the output waveform obtained in substantially uniform, generally have about 1.10 less than the crest factor .

回路31はまた、接続された電気外科手術用器具の立場から出力インピーダンスを低減させる。 Circuit 31 also reduces the output impedance from the perspective of connected electrosurgical instrument. インピーダンスは電圧の二乗に比例するため、負荷下での出力電圧がほぼ5倍だけ減少すると、電源のインピーダンスも25倍だけ減少する。 Impedance is proportional to the square of the voltage, the output voltage under load is reduced by approximately 5-fold, also reduced by 25 times the power of the impedance. 従って、本発明の回路31を介して電気外科手術用器具に接続されると、300オームの出力インピーダンスを有する従来の電源は、12オームの出力インピーダンスしかないようにみえる。 Accordingly, when connected to the electrosurgical instrument via the circuit 31 of the present invention, conventional power supply having an output impedance of 300 ohms, it appears to have only an output impedance of 12 ohms. 従って、従来の電気外科手術用発電装置からアダプタ20によって供給される出力電圧波形は、従来の電気外科手術用発電装置のみの場合に生じるインピーダンス誘導の電圧偏位を受けない。 Therefore, the output voltage waveform from a conventional electrosurgical power generator is supplied by the adapter 20 is not subject to voltage excursions of the impedance induction which occurs when only the conventional electrosurgical generator.

回路31は、入力端末21および22で、上記のような電気外科手術用発電装置の出力から高電圧AC入力電気信号を受け取り、出力端末33および34で、低電圧低波高率のAC Circuit 31, an input terminal 21 and 22 receive a high voltage AC input electric signal from the output of the electrosurgical generator device as described above, the output terminal 33 and 34, the low voltage, low crest factor AC
出力電圧波形を供給する。 It supplies an output voltage waveform. 電気外科手術用器具は出力端末33aおよび34aに接続される。 Electrosurgical instrument is connected to the output terminal 33a and 34a. 入力信号は、先ず電圧をほぼ所望の出力レベルまで下げて調節し、次に、典型的にはピークに近い正弦波信号であるものをクリップして低波高率の波形を生成することによって、出力信号に変換される。 Input signal is first voltage adjusted down substantially to the desired output level, then, typically clipped what is a sine wave signal near the peak by generating a low crest factor waveform output It is converted into a signal. 回路31は極性に感応する(polarity−sensit Circuit 31 sensitive to the polarity (polarity-sensit
ive)構成要素、すなわちトランジスタおよびダイオードを使用するため、印加された電力は先ず整流して、これらの構成要素が逆バイアスされるのを防ぐ必要がある。 ive) component, namely the use of transistors and diodes, the applied power is first rectifies, it is necessary to prevent these components are reverse biased.

入力信号は、変圧器35によって、ノード33および34で低いピークトゥーピーク電圧レベルに下げ(step−dow The input signal, by a transformer 35, lowered to a lower peak-to-peak voltage level at node 33 and 34 (step-dow
n)られる。 n) is. ノード33および34間の電圧は、二次コイル3 Voltage between nodes 33 and 34, the secondary coil 3
6の巻数と一次コイル37の巻数との間の比率によって決定される。 It is determined by the ratio between the 6 turns and the number of turns of the primary coil 37. 好ましくは、二次コイル/一次コイルの比率がそれぞれ異なる多数のタップ38が配備され、これにより、様々な入力電圧レベル、従って様々な市販の電気外科手術用発電装置に適応する。 Preferably, the ratio of the secondary coil / primary coil is different number of taps 38 each deployment, thereby, various input voltage levels and therefore to adapt to a variety of commercially available electrosurgical generator. よって、低下率(step− Therefore, the reduction rate (step-
down ratio)は、例えばスイッチ39によって適切なタップを選択することにより調節され得る。 down ratio) may be adjusted by selecting the appropriate tap, for example, by a switch 39. 電圧入力信号が有意に低下しない場合は、クリッピング中に放散される電力量が多くなり、この結果、アダプタ−発電装置の組み合わせにおいて変換効率が比較的小さくなる。 If the voltage input signal is not reduced significantly, increases the amount of power dissipated during clipping, a result, the adapter - the conversion efficiency in the combination of the power generation device becomes relatively small. ただし、この場合は、低い波高率の出力が生成される。 However, in this case, the output of the low crest factor is generated. 一方、高い低下率が選択される場合は、クリッピングはほとんど生じず、比較的高い交換効率が得られる。 On the other hand, when the high reduction rate is selected, the clipping hardly occurs, relatively high exchange efficiency. ただし、この場合は、出力信号は幾分高い波高率を有する。 However, in this case, the output signal has a somewhat higher crest factor.

動作においては、ノード33および34間の低下したAC波形は、ダイオード40、41、42、および43によって整流される。 In operation, the reduced AC waveform between nodes 33 and 34 is rectified by diodes 40, 41, 42, and 43. ノード33の電圧がノード34の電圧より高いときは、ダイオード40および43がオンになり、これにより、 When the voltage of the node 33 is higher than the voltage at node 34, diode 40 and 43 are turned on, thereby,
ノード33の信号がノード44および45に通される。 Signal at node 33 is passed through the node 44 and 45. 選択されたツェナーダイオード46の降伏電圧より低い電圧では、電流はほとんど流れず、トランジスタ47はオフのままであり、これは、ノード44および45間のインピーダンスが高いことを表す。 In selected voltage lower than the breakdown voltage of the Zener diode 46, current hardly flows, the transistor 47 remains off, which indicates that high impedance between nodes 44 and 45. 従って、電流は主に出力端末33a Thus, the current is mainly output terminal 33a
および34aならびにこれらの間に配置された電気外科手術用器具および組織を通って流れる。 And flows 34a and through the placed electrosurgical instrument and tissue therebetween. 逆バイアスされたダイオード41および42を通っては電流は流れない。 Through diode 41 and 42 which are reverse biased and no current flows. 波形サイクルの後期にAC波形の極性がシフトすると、ダイオード41および42ならびにピーククリッピング構成要素を通って低電流が流れる。 When later in the waveform cycle polarity of the AC waveform is shifted, a low current flows through the diode 41 and 42 as well as peak clipping component. その後は逆バイアスされたダイオード40および43を通っては電流は流れない。 Then no current flows through the diode 40 and 43 reverse biased.

出力端末33aおよび34a間に供給される最大出力電圧は、それぞれが異なる降伏電圧を有するツェナーダイオード46の1つをスイッチ48により選択することによって決定される。 The maximum output voltage provided between output terminals 33a and 34a are determined by selecting one of Zener diodes 46, each having a different breakdown voltage by the switch 48. ノード44の電圧が、選択された1つのツェナーダイオード46のツェナー降伏電圧(典型的には、30 The voltage at node 44, the Zener breakdown voltage (typically of one zener diode 46 selected, 30
〜100ボルトの範囲)まで上昇すると、このダイオードを通って電流が流れ、トランジスタ47がオンになる。 When raised to 100 volts range), current flows through the diode, the transistor 47 is turned on. オンになると、トランジスタ47は、出力端末33aおよび34a When turned on, transistor 47, the output terminal 33a and 34a
を通る経路よりインピーダンスが低い、ノード44からノード45への経路を提供する。 Impedance than the path through the low, provides a path from node 44 to node 45. トランジスタ47がオンになると、トランジスタは、出力端末からの電流を分路するように作用し、端末33aおよび34a間の電圧が上昇するのを防ぐ。 When the transistor 47 is turned on, the transistor acts to shunt current from the output terminal, the voltage between the terminals 33a and 34a is prevented from rising. この電圧が上昇を初める場合は、選択された1 If this voltage Someru rise was selected 1
つのツェナーダイオード46がベース49に追加の電流を流し、トランジスタ47をさらにオンにしてそのインピーダンスを低下させ、もっと多くの電流が流れるようにする。 One of the Zener diode 46 shunts additional current to the base 49, to reduce the impedance thereof to further turn on transistor 47, to flow a lot more current. 多くの電流が流れることにより、端末33aおよび34a By a large current flows, the terminal 33a and 34a
間の電圧上昇が制限される。 Voltage rise between is limited.

出力端末33aの電圧は、ACサイクルの後期(later)までは一定のままであるが、この時点で、ノード33の電圧、従って出力端末44の電圧が降下する。 The voltage of the output terminal 33a is until late AC cycle (later The) remains constant, at this point, the voltage of node 33, hence the voltage of the output terminal 44 drops. この後、選択された1つのツェナーダイオード46は、ベース49への電流供給を止め、トランジスタ47をオフにする。 Thereafter, one zener diode 46 is selected to stop the current supply to the base 49, turning off transistor 47. 回路31の対称性により、ノード34の電圧がツェナー降伏電圧まで上昇すると、出力端末34aの電圧出力が同様にクリップされる。 The symmetry of the circuit 31, the voltage at node 34 rises to the Zener breakdown voltage, the voltage output of the output terminal 34a is clipped similarly. 電気外科手術用発電装置からの入力電圧波形の、アダプタ20の出力電圧波形への変換を図3に示す。 The input voltage waveform from the electrosurgical power generating apparatus, the conversion of the output voltage waveform of the adapter 20 shown in FIG.

回路31の1つの好適な実施態様では、変圧器35の多数のタップ38の一次コイル/二次コイル巻数比率は4:1〜 In one preferred embodiment of the circuit 31, the primary coil / secondary coil turns ratio of the number of taps 38 of the transformer 35 is 4: 1
7:1の範囲であり、これにより、電圧におけるファクターが4〜7だけ低下する。 7: 1, Thus, the factor in the voltage decreases by 4-7. ダイオード40〜43は6Aで定格され、ブリッジ整流器としてまとめてパッケージ化され得る。 Diode 40-43 is rated at 6A, it may be packaged together as a bridge rectifier. トランジスタ47は、Motorola Corporation of Sc Transistor 47, Motorola Corporation of Sc
haumburg,Illinoisにより市販されているPN 2SC3281などの、20Aの容量を有するnpnトランジスタである。 Haumburg, such as PN 2SC3281 sold by Illinois, is a npn transistor having a capacity of 20A. 抵抗器50は620Ωの抵抗を有する。 Resistor 50 has a resistance of 620Ω.

回路31は、多数のトランジスタを用いて分路電流能力を増大させるように、または分路回路を改変してpnp素子を用いるように容易に改変され得ることは、回路設計の分野の専門家であれば周知である。 Circuit 31 to increase the shunt current capability using a number of transistors, or that the shunt circuit can be easily modified to use a pnp device by modifying the fields of circuit design experts it is a well-known, if any. さらに、回路31 Furthermore, the circuit 31
は、単極出力ジャックの代わりに、標準的な市販の電気外科手術用発電装置の二極出力ジャックと共に使用し得るように容易に改変し得ることは、回路設計の分野の専門家であれば周知である。 Instead unipolar output jack, it can easily be modified to be used with bipolar output jacks of standard commercially available electrosurgical generator apparatus, one skilled in the art of circuit design It is well known. この場合には、変圧器はもっと小さくてもよい(またはなくてもよい)が、上述の所望の電圧低下を提供するためには、電圧制限回路は依然として用いらる得る。 In this case, the transformer may be much smaller (or may not) have to provide the desired voltage drop described above, the voltage limiting circuit still obtain Mochiiraru.

図4および図5を参照して、本発明の第2の実施態様により構成されるアダプタ30の回路60について述べる。 Referring to FIGS. 4 and 5, described circuit 60 of configured adapter 30 by the second embodiment of the present invention.
本発明のこの実際態様により構成されるアダプタは、上述のアダプタ20とは以下の点で異なる。 The actual adapter constructed in accordance with aspects of the present invention, the above-described adapter 20 differs in the following respects. すなわち、アダプタ20は発電装置によって出力された電圧波形を連続して改変するが、アダプタ30は、主に、電気外科手術用器具に供給される開回路電圧を制限するように働く。 That is, the adapter 20 will be modified continuously a voltage waveform output by the generator device, the adapter 30 mainly serves to limit the open circuit voltage to be supplied to the electrosurgical instrument.

回路60は、好ましくは、上記のValleylabユニットなどの標準的な市販の電気外科手術用発電装置から二極出力波形を受け取る。 Circuit 60 preferably receives the bipolar output waveform from a standard commercially available electrosurgical power generating apparatus such as above Valleylab units. 回路60は、従来の発電装置によって生成される波形電圧のピークを「クリップ」して、電気外科手術用器具に供給される開回路電圧をより低い範囲、例えば、350〜400V peak to peakの範囲の値に制限する。 Circuit 60, the peak of the waveform voltage generated by the conventional power generation device to "clip", lower range open circuit voltages supplied to the electrosurgical instrument, e.g., a range of 350~400V peak to peak limit of the value.

アダプタ20の回路31とは異なり、回路60には変圧器は設けられておらず、従って、回路60はアダプタ20のインピーダンス低下能力を提供しない。 Unlike circuit 31 of the adapter 20, the transformer is not provided in the circuit 60, therefore, circuit 60 does not provide an impedance lowering ability of the adapter 20. さらに、アダプタ30 In addition, the adapter 30
は主に開回路電圧を制限するため、アダプタ30は、器具が組織に電流を通しているときは(すなわち負荷下では)出力電圧波形を有意には改変しない。 It is to limit the mainly open-circuit voltage, adapter 30, when the instrument is passed through the current to the tissue (i.e. under load) significantly does not alter the output voltage waveform. 従って、(接触している組織において得られる範囲として典型的な) Therefore, (typical as a range obtained in tissue in contact)
100〜200オームの負荷抵抗に対する組織への電力供給は有意には行われない。 Power supply to the tissue to a load resistance of 100 to 200 ohms is significantly not performed. 負荷抵抗が300〜400オームより大きくなると、回路60は、図4に示すように、出力電圧が When the load resistance is greater than 300 to 400 ohms, circuit 60, as shown in FIG. 4, the output voltage
350〜400V peak to peakという所定のレベルより上昇するのを防ぐ。 That 350~400V peak to peak prevent rises above a predetermined level.

出願人は、回路31によって提供されるような連続波形調整を行わなくても、回路60は、例えば、共同所有の米国特許第5,324,289号に記載されたMetzenbaum様式の二極はさみと共に用いると充分な動作を提供するという結論に達した。 Applicant even without continuous waveform adjustment as provided by circuit 31, circuit 60, for example, sufficient when used with bipolar scissors Metzenbaum manner described in U.S. Patent No. 5,324,289 commonly owned It came to the conclusion that to provide the operation.

出願人はさらに、「正確(Precise)」モードで70Wに設定されたValleylab Force 4 Applicants further, Valleylab Force 4, which is set to 70W in the "accurate (Precise)" mode 発電装置と共に用いると、アダプタ60は(200 peakに設定されるとき)、上記のMetzenbaum様式の二極はさみが、従来の電気外科手術用発電装置によって提供される出力電圧レベルで首尾良く用いられるのを可能にするという結論に達した。 When used with power generation system, (when it is set to 200 peak) adapter 60, the bipolar scissors of the above Metzenbaum style is successfully used in the output voltage level provided by a conventional electrosurgical power generator It came to the conclusion that to allow. 特に、出願人は、アダプタ30をこのような方法で用いると、絶縁の劣化、電流アーキング、凝塊蓄積または付着を生じさせることなく、このはさみを用いて優れた止血および切断作用が得られ得るという結論に達した。 In particular, the applicant, using the adapter 30 in this way, deterioration of the insulation, current arcing, without causing coagulum accumulation or deposition can be obtained excellent hemostasis and cutting action with the scissors It came to the conclusion that.

次に図5を参照して、回路60は、入力端末29で、上述のような従来の電気外科手術用発電装置の出力から高電圧AC入力電圧波形を受け取り、出力端末61および62で、 Referring now to FIG. 5, the circuit 60 is an input terminal 29 receives a high voltage AC input voltage waveform from the output of a conventional electrosurgical power generating apparatus as described above, the output terminal 61 and 62,
約350〜400V peakの範囲のAC出力波形を提供する。 Providing an AC output waveform in the range of about 350~400V peak. 電気外科手術用器具は、出力端末61aおよび62aを介して接続される。 Electrosurgical instrument is connected via an output terminal 61a and 62a. 入力電圧波形は、所定の値(例えば、400Vpp) Input voltage waveform, a predetermined value (e.g., 400Vpp)
を超えると入力電圧波形を制限することによって出力電圧波形に変換される。 It is converted into an output voltage waveform by limiting more than the input voltage waveform. 回路60は極性に感応する構成要素、すなわちトランジスタおよびダイオードを使用するため、印加された信号は先ず整流して、これらの構成要素が逆バイアスされるのを防ぐ。 Circuit 60 for use components that are sensitive to the polarity, i.e. the transistors and diodes, the applied signal is first rectifies, prevent these components are reverse biased.

図5をさらに参照して、回路60は、高速の200V、6Aのダイオード63、64、65、および66の全波ブリッジ整流器を有する。 With further reference to FIG. 5, the circuit 60 has a high speed of 200V, 6A diodes 63, 64, 65, and 66 of the full-wave bridge rectifier. 電力用トランジスタ67はアダプタを調整するために用いられ、バイパストランジスタ68、69、70、および71ならびに抵抗器72、73、74、および75は電流を通過させる構成要素として作用する。 Power transistor 67 is used to adjust the adapter, the bypass transistors 68, 69, 70, and 71 and resistors 72, 73, 74 and 75, acts as a component to pass current. 電位差計77は、抵抗器78および79のための選択された値と共に、入力波形がクリップされるときのピーク電圧レベルを「調整」するために用いられ得る。 Potentiometer 77, with selected values ​​for the resistors 78 and 79, may be used to "tune" the peak voltage level when the input waveform is clipped. 電位差計77ならびに抵抗器78および79は、トランジスタ67のベースに供給されるバイアス電圧を決定する分圧器を形成する。 Potentiometer 77 and resistors 78 and 79 form a voltage divider which determines the bias voltage supplied to the base of the transistor 67. ツェナーダイオード Zener diode
80は、上述のバイアス回路と共に、バイパストランジスタ68〜71がノード83および84間の電圧に反応してオンになるときの電圧を決定する。 80, together with the above-mentioned bias circuit, to determine the voltage at which the bypass transistor 68 to 71 is turned on in response to the voltage between nodes 83 and 84. 従って、構成要素77〜80はバイパストランジスタ68〜71がオンおよびオフされるときを決定するため、これらはスイッチ回路として作用する。 Thus, the components 77 to 80 in order to determine when the bypass transistor 68 to 71 are turned on and off, which act as a switch circuit. コンデンサ79および82は、スイッチ過渡電流によって生じる高周波電圧変動を取り除く。 Capacitors 79 and 82, removes a high-frequency voltage fluctuations caused by switching transients. 5つのトランジスタ67〜71のすべてがヒートシンク85上に取り付けられ、 All five transistors 67 to 71 are mounted on the heat sink 85,
これにより、入力電圧波形の頂部から「クリップ」された電力を放散させる。 Accordingly, dissipating the power that is "clipped" from the top of the input voltage waveform.

動作においては、入力AC波形はダイオード63、64、6 In operation, the input AC waveform diode 63,64,6
5、および66によって整流される。 5, and is rectified by 66. ノード61の電圧がノード62の電圧より高いときは、ダイオード63および66がオンになり、ノード61の信号をノード83および84に通すことが可能となる。 When the voltage of the node 61 is higher than the voltage at node 62, diode 63 and 66 are turned on, it is possible to pass a signal of the node 61 to node 83 and 84. 約400Vppより低い場合は(電位差計 If it is lower than about 400Vpp is (potentiometer
77の設定に依存する)、ベース−エミッタ接合は準バイアスされないため、トランジスタ67はオフのままであり、これは、ノード83および84間のインピーダンスが高いことを表す。 Depends on the 77 setting), the base - for emitter junction is not quasi-biased, the transistor 67 remains off, which indicates that high impedance between nodes 83 and 84. 従って、電流は先ず出力端末61aおよび6 Accordingly, the current first output terminal 61a and 6
2aならびにこれらの間に配置された電気外科手術用器具および組織を通って流れる。 It flows 2a and through the placed electrosurgical instrument and tissue therebetween. 逆バイアスされたダイオード64および65を通っては電流は流れない。 Through a reverse biased diode 64 and 65, no current flows. 波形サイクルの後期にAC波形の極性がシフトすると、上述のように、 When later in the waveform cycle polarity of the AC waveform is shifted, as described above,
ダイオード64および65ならびにバイパストランジスタ67 Diodes 64 and 65 and the bypass transistor 67
〜81を通って低電流が流れる。 Low current flows through to 81. その後は逆バイアスされたダイオード63および66を通っては電流は流れない。 Then no current flows through the diode 63 and 66 reverse biased.

端末61および62間に供給される最大出力電圧は、電位差計77の設定によって決定される。 The maximum output voltage provided between terminals 61 and 62 is determined by the setting of the potentiometer 77. 出力端末61aおよび6 Output terminals 61a and 6
2a間の電圧が400Vpp(電位差計の設定に依存する)を超えて上昇すると、電力用トランジスタ67のベースに供給される電圧は、トランジスタ67をオンにするのに充分なほど高くなる。 When the voltage between 2a rises above 400Vpp (depending on the setting of the potentiometer), the voltage supplied to the base of the power transistor 67 becomes higher enough to turn on transistor 67. トランジスタ67がオンになると、ツェナーダイオード80が降伏し、バイパストランジスタ68〜71 When the transistor 67 is turned on, the Zener diode 80 breaks down, the bypass transistor 68 to 71
のベースに電流が供給されてこれらがオンになる。 These are turned on is based on the current supply to. 抵抗器72〜76は、トランジスタ67がオンのときはいつでも確実にバイパストランジスタ68〜71がオンになるように、 Resistors 72-76, as transistor 67 is the bypass transistor 68 to 71 to ensure at any time when on is turned on,
および電流の流れをバイパストランジスタの電力許容量以内に制限するように選択される。 And it is selected to limit the current flow within the power capacity of the bypass transistor. 抵抗器73〜76は、電流がバイパストランジスタを均等に流れるように選択される。 Resistors 73 to 76, the current is selected to flow evenly bypass transistor.

バイパストランジスタ68〜71は、オンのとき、出力端子61aおよび62aの間を通るよりインピーダンスが低い、 Bypass transistor 68-71, when turned on, the impedance is lower than the pass between the output terminals 61a and 62a,
ノード83からノード84への経路を提供する。 To provide a path to the node 84 from the node 83. 従って、バイパストランジスタ68〜71(および抵抗器73〜76)は、 Accordingly, the bypass transistors 68 to 71 (and resistor 73 to 76) is
オンのとき、出力端末からの電流を分路(shunt)するように作用し、端末61aおよび62a間の電圧が上昇するのを防ぐ。 When on, acts a current from the output terminal to shunt (shunt), preventing the voltage across the terminals 61a and 62a is increased. この電圧が上昇を始める場合は、トランジスタ If this voltage begins to rise, transistor
67が、バイパストランジスタ68〜71のベースに追加の電流を流し、これらのトランジスタをさらにオンにして、 67, the base of the bypass transistor 68 to 71 to flow an additional current, and further on these transistors,
これによりそのインピーダンスを低下させてもっと多くの電流が流れるようにする。 Thus by reducing the impedance to allow more current to flow. 多くの電流が流れることにより、端末61aおよび62a間の電圧上昇が制限される。 By a large current flows, the voltage increase between terminals 61a and 62a are restricted.

出力端末61aの電圧は、ACサイクルの後期まで一定のままであるが、この時点で、ノード61の電圧、従って出力端末83の電圧が降下する。 The voltage of the output terminal 61a is remains constant until later in the AC cycle, at this point, the voltage of node 61, hence the voltage of the output terminal 83 drops. 分圧器を通る電流が降下し、次にトランジスタ67のベースに供給される電圧が降下し、トランジスタ67をオフにする。 Drops the current through the voltage divider, then drop the voltage supplied to the base of the transistor 67, turning off transistor 67. その後、ツェナーダイオード80は電流の流れを止め、バイパストランジスタ68〜71をオフにする。 Thereafter, the Zener diode 80 stops the flow of current, to turn off the bypass transistor 68-71.

出力電圧は、発電装置および器具が開回路(open−ci Output voltage, the power generation apparatus and instruments open circuit (open-ci
rcuited)であるこれらのサイクルの間でのみ制限されることは当然理解され得る。 A Rcuited) be limited only during these cycles can be naturally understood. 図4に示すように、器具を患者の組織に接触させると、負荷抵抗は300〜400オームの範囲またはそれ以下に低下する。 As shown in FIG. 4, when the instrument is brought into contact with the patient's tissue, the load resistance is reduced to the range or less 300 to 400 ohms. 従って、発電装置によって出力された電圧は、その「充分に負荷された」範囲、典型的には400V peak to peak近くまたはこれより低い値まで降下する。 Accordingly, the voltage output by the power generator, its "fully loaded" range, typically drop to 400V peak-to peak near or lower than this.

回路60の対称性により、ノード62の電圧が400Vppまで上昇すると、出力端末62aの電圧出力も同様にクリップされる。 The symmetry of the circuit 60, the voltage at the node 62 when raised to 400Vpp, is clipped similarly the voltage output of the output terminal 62a. 図6は、オシロスコープで観察される、開回路条件における、従来の電気外科手術用発電装置からの入力電圧波形(実線で示す)と、アダプタ30によって電気外科手術用器具に供給される出力電圧波形(点線で示す)との比較を示す。 Figure 6 is observed by the oscilloscope, in an open circuit condition, and the input voltage waveform of the conventional electrosurgical generator apparatus (indicated by a solid line), the output voltage waveform supplied to the electrosurgical instrument by the adapter 30 It shows a comparison between (shown in phantom).

回路60の1つの好適な実施態様では、ダイオード63〜 In one preferred embodiment of the circuit 60, the diode 63 to
66は200V peak 、6Aで定格化され、ブリッジ整流器としてまとめてパッケージされ得る。 66 is rated for at 200V peak, 6A, it may be packaged together as a bridge rectifier. Motorola,Inc.,Schaumbu Motorola, Inc., Schaumbu
rg,Illinoisから市販されている部品番号BUZ406などのトランジスタ67〜71は、200V peakで0.08Aの容量を有する。 rg, the transistors 67 to 71, such as part number BUZ406 commercially available from Illinois has a capacity of 0.08A at 200V peak. 抵抗器72は13kΩの抵抗を有し、抵抗器73〜76は10k Resistor 72 has a resistance of 13kΩ, resistor 73-76 are 10k
Ωの抵抗を有する。 It has a resistance of Ω. 抵抗器78は47kΩの抵抗を有し、抵抗器79は13kΩの抵抗を有する。 Resistor 78 has a resistance of 47kohm, resistor 79 has a resistance of 13kΩ. コンデンサ81および82 Capacitors 81 and 82
はそれぞれ、200Vで1μfの抵抗および1200pfの抵抗を有する。 Each have a resistance of the resistor and 1200pf of 1μf in 200V. ツェナーダイオードは12Vの降伏電圧を有する。 Zener diode has a breakdown voltage of 12V. 電位差計77は100kΩの調節可能な抵抗を有し、最大出力電圧を70〜200V peakで変動させるように調節され得る。 Potentiometer 77 has an adjustable resistor 100 k.OMEGA, it may be adjusted to the maximum output voltage to vary at 70~200V peak. 所望であるば、電位差計77を適切な固定抵抗器に置き換えて、調節不可能な最大出力電圧を提供するようにしてもよい。 If is desired, by replacing the potentiometer 77 to the appropriate fixed resistor may be provided a non-adjustable maximum output voltage. ヒートシンク85は、容積が25cm 3 〜50cm 3の間のアルミニウムの中実(solid)なブロックである。 The heat sink 85, the volume is a solid (solid) blocks of aluminum between 25 cm 3 to 50 cm 3.
回路60は、任意に、ヒートシンクの温度が、例えば、80 Circuit 60, optionally, the temperature of the heat sink, for example, 80
℃を超える場合に回路に割り込む温度スイッチを含み得る。 ℃ may include a temperature switch which interrupts the circuit when exceeding.

特定の標準の電気外科手術用発電装置に必要とされ得る様々な電流能力に適応するようにトランジスタのタイプおよび数を変更するために、回路60を容易に改変させ得ることは、回路設計の専門家にとっては周知である。 To change the type and number of transistors to accommodate the particular standard different current capability may be required for electrosurgical power generator, is that the circuit 60 can easily by modifying a specialized circuit design it is well known for the house.

本発明は、上述の実施態様以外によっても実行され得ること、上述の実施態様は本発明を例示するためのものであって本発明を限定するものではないこと、そして、 The present invention can be performed by other than the embodiments described above, the above-mentioned embodiments are not intended to limit the present invention provided for purposes of illustrating the present invention, and,
本発明は以下の請求の範囲によってのみ限定されることは当業者には明らかである。 The present invention It will be apparent to those skilled in the art to be limited only by the following claims.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭63−24933(JP,A) (58)調査した分野(Int.Cl. 6 ,DB名) A61B 17/38 - 17/41 ────────────────────────────────────────────────── ─── of the front page continued (56) reference Patent Sho 63-24933 (JP, a) (58 ) investigated the field (Int.Cl. 6, DB name) A61B 17/38 - 17/41

Claims (10)

    (57)【特許請求の範囲】 (57) [the claims]
  1. 【請求項1】電気外科手術用発電装置と止血用二極外科手術用器具との間を接続するアダプタであって、 該アダプタを該電気外科手術用発電装置に接続する入力端末と、 該アダプタを該止血用二極器具に接続する出力端末と、 該入力端末と該出力端末との間に接続される電圧制限回路であって、第1および第2出力ノードを含み、該電気外科手術用発電装置からの入力電圧を受け取り、該入力電圧が所定の電圧値より低いかまたはこれに等しいとき、該止血用二極器具に該入力電圧波形に比例する出力電圧波形を供給し、また該入力電圧波形が該所定の電圧値を超えるとき、第1および第2出力ノード間の電流を分路して、該止血用二極器具にクリップされた出力電圧波形を供給する、電圧制限回路と、 を備えたアダプタ。 1. A adapter for connecting a electrosurgical power generator and hemostatic bipolar surgical instrument, comprising: an input terminal for connecting the adapter to the power generation apparatus for electrosurgical, said adapter hints and output terminals connected to the bipolar instrument for 該止 blood, a voltage limiting circuit connected between the input terminal and the output terminal, a first and a second output node, for electrosurgical It receives an input voltage from the power generating device, when the input voltage is equal to or lower than a predetermined voltage value, and supplying an output voltage waveform that is proportional to the input voltage waveform to the bipolar instrument for 該止 blood, also the input when the voltage waveform exceeds the predetermined voltage value, the current between the first and second output node in shunt, it provides an output voltage waveform which is clipped to the bipolar instrument for 該止 blood, a voltage limiting circuit, adapter with a.
  2. 【請求項2】前記電気外科手術用発電装置は、単極出力ジャックとリターンジャックとを有し、前記アダプタの前記入力端末は該単極出力ジャックおよび該リターンジャックに接続され、また、前記所定の値は、前記止血用二極器具に供給される前記クリップされた電圧波形が、 2. A power generator for the electrosurgery, and a unipolar output jack and a return jack, said input terminal of said adapter is connected to the single pole output jack and the return jack, The predetermined the value, the clipped voltage waveform supplied to the hemostatic bipolar instrument,
    ほぼ均一の波高率を有し、120VRMSに等しいかまたはこれより小さくなるように選択される、請求項1に記載のアダプタ。 Substantially uniform have crest factor is chosen to be less than or which is equal to 120VRMS, according to claim 1 adapter.
  3. 【請求項3】前記電圧制限回路が、 一次巻線および二次巻線を有する変圧器であって、前記電気外科手術用発電装置の入力電圧波形は該一次巻線を介して印加される、変圧器と、 該二次巻線に接続され、前記第1および第2出力ノードを備えた第1および第2ノードを含む、整流ブリッジと、 該第1および第2ノードに接続され、該第1および第2 Wherein said voltage limiting circuit, a transformer having a primary winding and a secondary winding, an input voltage waveform of the electrosurgical power generating apparatus is applied via the primary winding, a transformer, connected to said secondary winding includes first and second nodes with the first and second output node, a rectifier bridge is coupled to the first and second nodes, said first and second
    ノードを通る電圧を制限する手段と、 を備えた請求項1に記載のアダプタ。 The adapter of claim 1 comprising a means for limiting the voltage across the node, the.
  4. 【請求項4】前記第1および第2ノードを通る電圧を制限する手段が、 ベースとエミッタとコレクタとを有するトランジスタであって、該コレクタは該第1ノードに接続され、該エミッタは該第2ノードに接続される、トランジスタと、 所定の降伏電圧を有するダイオードであって、該ダイオードのカソードは該コレクタに接続され、該ダイオードのアノードは該ベースに接続され、該降伏電圧により前記クリップされた電圧波形のRMS電圧および波高率が決定される、ダイオードと、 該トランジスタのベースおよび該第2ノードに接続される抵抗器と、 を備えた、請求項3に記載のアダプタ。 Is 4. A means for limiting the voltage across the first and second node, a transistor having a base, an emitter and a collector, said collector being connected to the first node, said emitter said is connected to the second node, and a transistor, a diode having a predetermined breakdown voltage, the cathode of the diode is connected to the collector, the anode of the diode is connected to the base, is the clip by the breakdown voltage RMS voltage and the crest factor of the voltage waveform is determined, a diode, a resistor connected to the base and the second node of the transistors, with a, according to claim 3 adapter.
  5. 【請求項5】前記二次巻線は、複数のユーザ選択可能タップをさらに備え、該複数のタップはそれぞれ、異なる二次巻線/一次巻線の比率に対応する、請求項3に記載のアダプタ。 Wherein said secondary winding further comprises a plurality of user-selectable taps, each tap of the plurality, corresponding to the ratio of the different secondary windings / primary winding, according to claim 3 adapter.
  6. 【請求項6】前記第1および第2ノードを通る電圧を制限する手段は、複数のユーザ選択可能ダイオードを備え、該複数のダイオードはそれぞれ異なる降伏電圧を有し、これにより、前記電気外科手術用発電装置の前記入力電圧波形のクリッピングの程度が変動され得る、請求項3に記載のアダプタ。 6. A means for limiting the voltage across said first and second nodes includes a plurality of user-selectable diodes, have respectively said plurality of diodes different breakdown voltages, thereby, the electrosurgical the degree of clipping of the input voltage waveform of use generator apparatus can be varied, the adapter according to claim 3.
  7. 【請求項7】前記電気外科手術用発電装置は二極出力ジャックを有し、前記アダプタの前記入力端末は該二極出力ジャックに接続され、また、前記所定の値は、前記止血用二極器具に供給される前記クリップされた出力電圧波形が400V peak to peakに等しいかまたはこれより小さくなるように選択される、請求項1に記載のアダプタ。 Wherein said electrosurgical generator device has a bipolar output jacks, said input terminal of said adapter is connected to the bipolar output jacks, also, the predetermined value, the hemostatic bipolar wherein is supplied to the instrument clipped output voltage waveform is selected to be less than or which is equal to 400V peak to peak, adapter according to claim 1.
  8. 【請求項8】前記電圧制限回路が、 前記第1および第2出力ノードを備えた第1および第2 Wherein said voltage limiting circuit, the first and second having the first and second output node
    ノードを含む整流ブリッジと、 該第1および第2ノードに接続され、該第1および第2 A rectifier bridge comprising a node, connected to the first and second nodes, first and second
    ノードを通る電圧を制限する手段と、 を備えた請求項1に記載のアダプタ。 The adapter of claim 1 comprising a means for limiting the voltage across the node, the.
  9. 【請求項9】前記第1および第2ノードを通る電圧を制限する手段が、 スイッチ回路と、 ベースとエミッタとコレクタとを有するバイパストランジスタであって、該バイパストランジスタの該コレクタは第1ノードに接続され、該バイパストランジスタの該エミッタは該第2ノードに接続され、該バイパストランジスタの該ベースは該スイッチ回路に接続される、バイパストランジスタと、 を備えた、請求項8に記載のアダプタ。 Is 9. means for limiting the voltage across said first and second nodes, a switch circuit, a bypass transistor having a base, an emitter and a collector, said collector of said bypass transistor to the first node connected, the emitter of said bypass transistor is connected to the second node, said base of said bypass transistor is connected to the switch circuit, comprising: a bypass transistor, the adapter according to claim 8.
  10. 【請求項10】前記スイッチ回路は、 ベースとエミッタとコレクタとを有する電力用トランジスタであって、該コレクタは該第1ノードに接続され、 Wherein said switching circuit is a power transistor having a base, an emitter and a collector, said collector being connected to the first node,
    該エミッタは該第2ノードに接続される、電力用トランジスタと、 該電力用トランジスタの該ベースに接続される分圧器と、 所定の降伏電圧を有するダイオードであって、該ダイオードのカソードは該エミッタに接続され、該ダイオードのアノードは前記バイパストランジスタの該ベースに接続される、ダイオードと、 を備えた、請求項9に記載のアダプタ。 The emitter is connected to the second node, and the power transistor, a voltage divider is connected to the base of the power transistor, a diode having a predetermined breakdown voltage, the cathode of the diode is the emitter is connected to the anode of the diode is connected to the base of said bypass transistor, comprising: a diode, the adapter of claim 9.
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